基于MSP430的人體無(wú)創(chuàng)健康指標(biāo)測(cè)量?jī)x設(shè)計(jì)

張夢(mèng)洋　張?zhí)扉_　魏凱　樊鐳

摘 要 基于MSP430的測(cè)量?jī)x可以同時(shí)完成人體體溫、脈搏、心跳、血壓指標(biāo)的動(dòng)態(tài)測(cè)量，并配有無(wú)線報(bào)警模塊，在當(dāng)事人自身沒有能力報(bào)警或無(wú)意識(shí)情況下自動(dòng)通過無(wú)線網(wǎng)絡(luò)報(bào)警給相關(guān)機(jī)構(gòu)。通過利用脈搏傳導(dǎo)時(shí)間（PTT）與血壓的線性關(guān)系計(jì)算出血壓值。提高了儀器測(cè)量指標(biāo)的綜合性和儀器本身實(shí)用性。

關(guān)鍵詞 MSP430 溫度 脈搏 心跳 血壓 無(wú)線報(bào)警

引 言

伴隨著我國(guó)老齡化日益嚴(yán)重，人體健康指標(biāo)越來(lái)越受到人們重視。及時(shí)準(zhǔn)確、動(dòng)態(tài)地測(cè)量人體健康指標(biāo)，可以有效預(yù)防心腦血管疾病，對(duì)人生命安全起到保障作用。

在體溫、心跳、脈搏、血壓等健康指標(biāo)中，血壓的測(cè)量最受人們重視；2013年世界衛(wèi)生日的主題便是高血壓。在我國(guó)高血壓患者已經(jīng)突破2億，而高血壓控制率卻不足10%。高血壓會(huì)導(dǎo)致人體一系列的心腦血管疾病，數(shù)據(jù)顯示我國(guó)每年300萬(wàn)例心血管患者死亡中至少一半與高血壓有關(guān)。因此人們應(yīng)該長(zhǎng)期、有效地監(jiān)測(cè)自己的血壓，了解血壓值的標(biāo)準(zhǔn)臨界值，以降低高血壓給其患者所帶來(lái)的傷害。

本文所設(shè)計(jì)測(cè)量?jī)x能夠同時(shí)測(cè)量體溫、心跳、脈搏、血壓等指標(biāo)。傳統(tǒng)儀器功能較單一，多僅能測(cè)量單一體征參數(shù)，同時(shí)測(cè)量人體多個(gè)指標(biāo)需多儀器，給被測(cè)者造成不便。本測(cè)量?jī)x通過測(cè)量脈搏傳導(dǎo)時(shí)間（PTT），利用其與血壓之間的線性關(guān)系，經(jīng)過數(shù)據(jù)運(yùn)算處理求得血壓值。采用此種方法可以實(shí)現(xiàn)對(duì)溫度、心跳、脈搏，血壓同時(shí)測(cè)量。測(cè)量血壓無(wú)需袖帶加壓，在保證測(cè)量達(dá)到要求精確度的同時(shí)更加方便。

社會(huì)已經(jīng)進(jìn)入互聯(lián)網(wǎng)時(shí)代，社區(qū)網(wǎng)絡(luò)覆蓋率高，通過網(wǎng)絡(luò)通信可完成自動(dòng)報(bào)警。本檢測(cè)儀可將所檢測(cè)指標(biāo)與人體健康指標(biāo)正常值進(jìn)行實(shí)時(shí)對(duì)比，當(dāng)被測(cè)者身體指標(biāo)出現(xiàn)較大變化，特別是出現(xiàn)自身無(wú)法呼救的狀況時(shí)，檢測(cè)儀上無(wú)線模塊會(huì)自動(dòng)將數(shù)據(jù)通過患者所在無(wú)線網(wǎng)絡(luò)上傳給相關(guān)機(jī)構(gòu)進(jìn)行報(bào)警。自動(dòng)檢測(cè)、及時(shí)報(bào)警能夠提高被測(cè)者得到救治速度，具有一定現(xiàn)實(shí)意義。

1 測(cè)量?jī)x總體設(shè)計(jì)

健康指標(biāo)測(cè)量?jī)x主要由MSP430F149單片機(jī)、溫度測(cè)量、心電測(cè)量、脈搏測(cè)量、上位機(jī)通信等模塊組成，系統(tǒng)總體框圖如圖1所示。

設(shè)計(jì)思路：首先系統(tǒng)分別通過溫度測(cè)量模塊、心電測(cè)量模塊和脈搏測(cè)量模塊將所測(cè)信號(hào)經(jīng)過信號(hào)調(diào)理后傳給單片機(jī)MSP430F149的A/D轉(zhuǎn)換通道，從而得到所需數(shù)據(jù)并存儲(chǔ)[1]。單片機(jī)對(duì)各項(xiàng)數(shù)據(jù)通過LCD顯示的同時(shí)也對(duì)人體各項(xiàng)指標(biāo)進(jìn)行設(shè)限判斷；當(dāng)數(shù)據(jù)出現(xiàn)異常時(shí)，系統(tǒng)通過蜂鳴器進(jìn)行報(bào)警，經(jīng)過一段時(shí)間后若被測(cè)者不按系統(tǒng)鍵盤上的取消鍵，則系統(tǒng)自動(dòng)通過無(wú)線模塊將報(bào)警信號(hào)傳送給相關(guān)機(jī)構(gòu)，達(dá)到及時(shí)求助的目的。另外，系統(tǒng)存儲(chǔ)數(shù)據(jù)還可以通過上位機(jī)通信模塊傳給上位機(jī)，相關(guān)專業(yè)人員可以通過上位機(jī)觀察數(shù)據(jù)、波形，如圖2和圖3所示。

2 主要模塊

2.1 體溫測(cè)量模塊

體溫是人體重要的生理指標(biāo)，測(cè)量方式包括口腔、腋窩和直腸測(cè)量；本設(shè)計(jì)選取腋窩作為測(cè)量部位；而用負(fù)溫度系數(shù)熱敏電阻做為溫度傳感器[2]，其中熱敏電阻阻值與溫度關(guān)系為：

其中R0與R分別代表溫度為T0和T時(shí)熱敏電阻的阻值。N為材料常數(shù)，可以用來(lái)表示在熱敏電阻阻值與溫度的關(guān)系。

為保證熱敏電阻的阻值變化僅受外界溫度影響，本設(shè)計(jì)選用DH905作為恒流源對(duì)熱敏電阻進(jìn)行電流驅(qū)動(dòng)。并通過調(diào)節(jié)R1阻值使恒流源電流為100uA[3]。原理圖如圖4所示。

在實(shí)際應(yīng)用當(dāng)中，熱敏電阻阻值與溫度兩者之間往往不滿足線性關(guān)系，這就需要通過最小二乘法對(duì)兩者關(guān)系進(jìn)行擬合校正。實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)見表1：

2.2 脈搏和心電測(cè)量模塊

脈搏傳感器選用HK2000B，其具有靈敏度高，抗干擾性強(qiáng)，過載能力大，一致性好，性能穩(wěn)定可靠等特點(diǎn)[5]；心電測(cè)量采用常用的平板電極，進(jìn)行相比傳統(tǒng)測(cè)量使用電極數(shù)量少且方便的雙電極心電測(cè)量[6]。

脈搏和心電測(cè)量所測(cè)得信號(hào)是較微弱的電壓信號(hào)，在測(cè)量過程中會(huì)受到噪聲和工頻信號(hào)的干擾，因此將干擾信號(hào)消除或減到最小并進(jìn)行放大是設(shè)計(jì)的重點(diǎn)。

首先，在信號(hào)處理過程中應(yīng)針對(duì)噪聲所處頻率和信號(hào)自身不穩(wěn)定性設(shè)計(jì)特定的濾波帶、50Hz工頻陷波器和抑制基線漂移的電路。脈搏信號(hào)頻率在0.2-45Hz之間，因此設(shè)計(jì)的帶通濾波器濾波帶應(yīng)為0.2-45Hz（如圖6所示）；心電信號(hào)頻率在0.5-100Hz[7]，應(yīng)設(shè)計(jì)相應(yīng)頻率的帶通濾波器[8]（如圖7所示）。

傳感器測(cè)得信號(hào)都是毫伏級(jí)的，而本設(shè)計(jì)選用單片機(jī)MSP430F149所自帶的A/D轉(zhuǎn)換通道，范圍為0-3.3V，因此應(yīng)對(duì)兩者信號(hào)采取不同程度的放大，以使轉(zhuǎn)換電壓想匹配。為配合對(duì)干擾信號(hào)的消除，脈搏和心電信號(hào)的放大都采用兩極放大，并且第一級(jí)放大器都選取具有高輸入阻抗、高共模抑制比的儀表放大器AD620，這樣將更大地提高測(cè)量的精確性。

2.3 血壓測(cè)量模塊

高血壓能夠引發(fā)一系列的心血管疾病[9]。文獻(xiàn)報(bào)道利用脈搏傳導(dǎo)時(shí)間可以計(jì)算出人體的血壓值[10]，使24小時(shí)動(dòng)態(tài)血壓測(cè)量更加方便。并且由于測(cè)量方式簡(jiǎn)便、儀器體

積小，便于佩戴，被測(cè)者可以獨(dú)立進(jìn)行血壓測(cè)量。

對(duì)于血壓與脈搏傳導(dǎo)時(shí)間的關(guān)系，根據(jù)Moens-Korteweg公式[11]，可得出

其中P代表血壓值，K為傳遞距離，E0代表在壓力為零的情況下的彈性模量，g為重力加速度，γ為代表血管特征的一個(gè)量，為0.016到0.018（mmHg）， ρ代表血液密度，a為血管壁的厚度，d為血管內(nèi)徑。如果忽略隨著血壓改變時(shí)血管內(nèi)徑和血管壁的微小變化，則該式中只有P和T為變量，對(duì)T進(jìn)行求導(dǎo)，得

其中P代表人體血壓，T為脈搏傳導(dǎo)時(shí)間。由式（12）可得出人體血壓同脈搏傳導(dǎo)時(shí)間（PTT）具有線性關(guān)系，a，b作為待定系數(shù)，可通過最小二乘法進(jìn)行擬合得到[12]；求收縮壓時(shí)，T值可由式（13）求得。

Tp為脈搏波形達(dá)到最高點(diǎn)的時(shí)刻，TR為心電波形達(dá)到R波的時(shí)刻，如圖8所示。利用極值法確定兩點(diǎn)的時(shí)刻[13]，即滿足式（13），其中數(shù)值ak所對(duì)應(yīng)的時(shí)刻便是波形達(dá)到最高點(diǎn)的時(shí)刻。

對(duì)舒張壓的求取則選擇兩種信號(hào)圖像的最低點(diǎn)，方法和上述一致。

選取3組被測(cè)者實(shí)際測(cè)量進(jìn)行驗(yàn)證，通過該方法所測(cè)得血壓偏差值滿足美國(guó)醫(yī)療儀器促進(jìn)協(xié)會(huì)要求，即平均偏差小于5mmHg，標(biāo)準(zhǔn)偏差小于8mmHg，詳細(xì)結(jié)果如表2所示。

2.4 其它模塊

檢測(cè)儀電源模塊中，電壓經(jīng)芯片MAX856轉(zhuǎn)換產(chǎn)生3.3V和5V電壓；液晶采用低功耗的ST7565；由于檢測(cè)儀所測(cè)數(shù)據(jù)種類多、數(shù)量大，因此采用可串行控制的功耗

低的存儲(chǔ)芯片24C256進(jìn)行數(shù)據(jù)存儲(chǔ)并通過芯片PL2303進(jìn)行USB轉(zhuǎn)換以方便與上位機(jī)的通信[14]。檢測(cè)儀的報(bào)警部分主要由蜂鳴器和無(wú)線模塊兩部分共同構(gòu)成，其中無(wú)線模塊選用體積小、功耗低、通信距離長(zhǎng)的NRF2401[15]。當(dāng)被測(cè)者健康指標(biāo)異常時(shí)首先由蜂鳴器發(fā)出響聲作為警報(bào)，一段時(shí)間后若CPU沒有檢測(cè)到按鍵模塊中報(bào)警取消鍵按下，則系統(tǒng)默認(rèn)為被測(cè)者需要急救，會(huì)通過無(wú)線模塊向相關(guān)機(jī)構(gòu)發(fā)出警報(bào)。

3 軟件設(shè)計(jì)

健康指標(biāo)測(cè)量?jī)x用于對(duì)人體溫度、血壓、脈搏等健康指標(biāo)進(jìn)行準(zhǔn)確測(cè)量并及時(shí)報(bào)警，其具體流程圖如圖9所示。設(shè)備進(jìn)行初始化后便開始各項(xiàng)健康指標(biāo)的采集，伴隨著實(shí)時(shí)存儲(chǔ)和顯示。當(dāng)有一項(xiàng)或多項(xiàng)指標(biāo)超過設(shè)定的正常范圍時(shí)，開始報(bào)警。報(bào)警分兩個(gè)階段：第一階段為蜂鳴器報(bào)警，通過發(fā)聲提醒被測(cè)者，使其采取相應(yīng)措施，并在30s內(nèi)按下取消鍵結(jié)束報(bào)警；第二階段為無(wú)線模塊報(bào)警，即30s內(nèi)系統(tǒng)沒有檢測(cè)到取消鍵按下，自動(dòng)判定被測(cè)者自身無(wú)法報(bào)警，系統(tǒng)會(huì)通過無(wú)線持續(xù)向相應(yīng)機(jī)構(gòu)報(bào)警。

4 小結(jié)

本文介紹基于MSP430F149的健康指標(biāo)測(cè)量?jī)x的主要設(shè)計(jì)和具體實(shí)施方案。針對(duì)不同參數(shù)采用不同算法，去除袖帶來(lái)進(jìn)行血壓測(cè)量，在保證測(cè)量信號(hào)準(zhǔn)確性的同時(shí)，也使得測(cè)量變得方便易行。整合無(wú)線報(bào)警功能進(jìn)一步保障被測(cè)者的生命安全。

參考文獻(xiàn)

[1] 胡大可.MSP430系列FLASH型超低功耗16位單片機(jī)[M].北京：北京航空航天大學(xué)出版社，2001.

[2] 王恩信，荊玉蘭，王鵬程，等.NTC熱敏電阻器的現(xiàn)狀與發(fā)展趨勢(shì)[J].電子元件與材料，1997，（04）：3-11.

[3] 胡潤(rùn)峰.NTC熱敏電阻溫度傳感器[J].傳感器世界，2001，7（7）：31-34.

[4] 李慶揚(yáng)，王能超，易大義.數(shù)值分析[M].武漢：華中科技大學(xué)出版社，2006.

[5] 邵陽(yáng).脈搏與血壓測(cè)試方法的研究[J].醫(yī)療裝備，1995，（12）：8-11.

[6] 田蘊(yùn)青，孫曉靜.心電圖自動(dòng)診斷系統(tǒng)的研制[J].中國(guó)醫(yī)療器械雜志，2001，25（4）：204-206.

[7] 段新昱，林家瑞，司海芹.ECG監(jiān)視過程中的消噪問題[J].國(guó)外醫(yī)學(xué)，生物醫(yī)學(xué)工程分冊(cè)，1992，（3）：10-17.

[8] 童詩(shī)白，華成英.模擬電子技術(shù)基礎(chǔ)[M].北京：高等教育出版社，2001.

[9] 吳杰.動(dòng)態(tài)血壓監(jiān)測(cè)及臨床應(yīng)用[J].世界醫(yī)療器械，1998，（4）：16-20.

[10] Xiang Hai-yan， Yu Meng-sun.Continuous measurement of blood pressure using pulse wave transit time[J]. Chinese Medical Equipment Journal， 2006，27（2）：19-21.

[11] X.F.Teng， Y.T.Zhang. An evaluation of a PTT-Based method for noninvasive and cuffless estimation of arterial blood. pressure[J]. Engineering in Medicine and Biology Society，2006，（7）：6049-6052.

[12] 張政波，吳太虎.無(wú)創(chuàng)血壓測(cè)量技術(shù)與發(fā)展[J].中國(guó)醫(yī)療器械雜志，2003，27（3）：196-198.

[13] Shannon C E.The mathematical theory of communication[J].The Bell System Technical Journal，1948，27（3）：379-423.

[14] 高傳善.接口與通信[M].上海：復(fù)旦大學(xué)出版社，1989.

[15] 馮錫生，朱榮.無(wú)線數(shù)據(jù)通信[M].北京：中國(guó)鐵道出版社，1997.